Tese0108-2010-03-26

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COPPE/UFRJCOPPE/UFRJ
 
BIOMICROSCOPIA ULTRASSÔNICA PARA CARACTERIZAÇÃO 
BIOMECÂNICA DO TRÍCEPS SURAL SAUDÁVEL E LESIONADO DE RATOS 
Carolina Carneiro Peixinho 
Dissertação de Mestrado apresentada ao 
Programa de Pós-graduação em Engenharia 
Biomédica, COPPE, da Universidade Federal do 
Rio de Janeiro, como parte dos requisitos 
necessários à obtenção do título de Mestre em 
Engenharia Biomédica. 
Orientadores: João Carlos Machado 
Liliam Fernandes de Oliveira 
 
 
Rio de Janeiro 
Março de 2010 
 
 
 
 
 
BIOMICROSCOPIA ULTRASSÔNICA PARA CARACTERIZAÇÃO 
BIOMECÂNICA DO TRÍCEPS SURAL SAUDÁVEL E LESIONADO DE RATOS 
 
 
Carolina Carneiro Peixinho 
 
 
 
DISSERTAÇÃO SUBMETIDA AO CORPO DOCENTE DO INSTITUTO ALBERTO 
LUIZ COIMBRA DE PÓS-GRADUAÇÃO E PESQUISA DE ENGENHARIA 
(COPPE) DA UNIVERSIDADE FEDERAL DO RIO DE JANEIRO COMO PARTE 
DOS REQUISITOS NECESSÁRIOS PARA A OBTENÇÃO DO GRAU DE MESTRE 
EM CIÊNCIAS EM ENGENHARIA BIOMÉDICA. 
 
Examinada por: 
 
________________________________________________ 
Prof. João Carlos Machado, Ph.D. 
 
 
________________________________________________ 
Prof. Liliam Fernandes de Oliveira., D.Sc. 
 
 
________________________________________________ 
Prof Marco Antonio von Krüger, Ph.D. 
 
 
________________________________________________ 
Prof. Tânia de Fátima Salvini, Ph.D. 
 
 
 
 
 
 
 
 
RIO DE JANEIRO, RJ - BRASIL 
MARÇO DE 2010 
iii 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Peixinho, Carolina Carneiro 
Biomicroscopia Ultrassônica para Caracterização 
Biomecânica do Tríceps Sural Saudável e Lesionado de 
Ratos/ Carolina Carneiro Peixinho. – Rio de Janeiro: 
UFRJ/COPPE, 2010. 
X, 74 p.: il.; 29,7 cm. 
Orientador: João Carlos Machado 
 Liliam Fernandes Oliveira 
Dissertação (mestrado) – UFRJ/ COPPE/ Programa de 
Engenharia Biomédica, 2010. 
 Referencias Bibliográficas: p. 75-82. 
1. Biomicroscopia Ultrasônica. 2. Arquitetura 
Muscular. 3. Lesão Muscular. I. Machado, João Carlos et. 
al.. II. Universidade Federal do Rio de Janeiro, COPPE, 
Programa de Engenharia Biomédica. III. Titulo. 
 
 
 
 
 
 
 
 
iv 
 
 
Dedicatória 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
À minha família, por toda a luz que me envolve. 
 
 
v 
 
 
Agradecimentos 
 
 Ao meu orientador João Carlos Machado, pela presença e atenção constantes e 
pela permanente prestreza na resolução das dificuldades encontradas. 
 
 À minha orientadora Liliam Fernandes de Oliveira, pela compreensão, 
sugestões, apoio, viagens, e indicação do caminho. 
 
 À professora Célia Resende, que além de permitir o uso do aparelho de 
Biomicroscopia Ultrassônica e assim a conclusão da dissertação, acompanhou e guiou 
com entusiasmo os testes desenvolvidos. 
 
 Aos responsáveis do Laboratório de Biologia Muscular e do 
Exercício/EEFD/UFRJ pelos animais utilizados no trabalho e aos seus alunos, 
especialmente Marcelo Baldanza Ribeiro e Anderson Ferreira da Silva Porto, pela 
enorme e sempre presente ajuda com os ratos durante todos os testes. 
 
 Aos professores do PEB-COPPE pelos conhecimentos partilhados. 
 
 Aos colegas e amigos do PEB, e especialmente aos do LABMUSC, por todos os 
momentos compartilhados ao longo dos anos do mestrado. 
vi 
 
 
Resumo da Dissertação apresentada à COPPE/UFRJ como parte dos requisitos 
necessários para a obtenção do grau de Mestre em Ciências (M.Sc.) 
 
BIOMICROSCOPIA ULTRASSÔNICA PARA CARACTERIZAÇÃO 
BIOMECÂNICA DO TRÍCEPS SURAL SAUDÁVEL E LESIONADO DE RATOS 
 
Carolina Carneiro Peixinho 
 
Março/2010 
 
Orientadores: João Carlos Machado 
 Liliam Fernandes de Oliveira 
 
Programa: Engenharia Biomédica 
 
Este trabalho visa, através da técnica de Biomicroscopia Ultrassônica (BMU), 
acompanhar o processo de degeneração-regeneração conseqüente de lesão por laceração 
induzida nos músculos gastrocnêmio (GAS) e solear (SOL) de ratos. As imagens de 
BMU (40 MHz) foram usadas para a caracterização biomecânica do tecido muscular 
pela quantificação do ângulo de penação (AP) e espessura muscular (EM). Os animais 
foram distribuídos em 3 grupos: GV=grupo de variabilidade (n=5), GG=grupo de lesão 
no GAS (n=6) e GS = grupo de lesão no SOL (n=5). O GV foi usado para análise da 
variabilidade e confiabilidade das medidas (coeficientes de variação de 9,37 e 3,97% 
para AP e EM, respectivamente). Os ratos de GG e GS foram submetidos ao protocolo 
de lesão nos músculos GAS e SOL da pata direita, respectivamente. Foram obtidas 
imagens de BMU dos músculos das duas patas nas condições: antes e após lesão 
(imediatamente, 7, 14, 21 e 28 dias). Para a pata não-lesionada, o AP aumentou em 28 
dias: de 10,68 para 16,53° (GG) e de 9,65 para 14,06° (GS) (p<0,05 para os dois 
grupos). Adicionalmente, houve tendência de aumento de EM: de 2,92 para 3,13mm 
(GG) e de 2,12 para 2,35mm (GS). A pata lesionada manteve os valores pré-lesão. 
Sugere-se uma resposta hipertrófica compensatória adaptativa à condição de sobrecarga 
aumentada na pata saudável. Os dados indicam que a BMU permite a discriminação 
qualitativa e quantitativa do músculo nas condições saudável e em diferentes momentos 
após a lesão. 
vii 
 
 
Abstract of Dissertation presented to COPPE/UFRJ as a partial fulfillment of the 
requirements for the degree of Master of Science (M.Sc.) 
 
ULTRASOUND BIOMICROSCOPY FOR BIOMECHANICAL 
CHARACTERIZATION OF HEALTHY AND INJURED TRICEPS SURAE OF 
RATS 
 
Carolina Carneiro Peixinho 
 
March/2010 
 
Advisors: João Carlos Machado 
 Liliam Fernandes de Oliveira 
 
Department: Biomedical Engineering 
 
 This work aims the use of Ultrasound Biomicroscopy (UBM) to follow up the 
degeneration-regeneration process due to a laceration injury induced in gastrocnemius 
(GAS) and soleus (SOL) muscles of rats. UBM (40MHz) images were acquired and 
used for biomechanical characterization of muscular tissue through pennation angle 
(PA) and muscle thickness (MT). The animals were distributed in 3 groups: VG= 
variability group (n=5), GG=gastrocnemius injured group (n=6) and SG=soleus injured 
group (n=5). VG was used to assess data variability and reliability (coefficients of 
variation of 9.37 and 3.97% for PA and MT, respectively). GG and SG rats were 
submitted to the injury protocol in GAS and SOL muscles of the right legs, respectively. 
UBM images of muscles of both legs were acquired at the following conditions: before 
and after injury (immediately, 7, 14, 21 and 28 days). It was observed an increase of PA 
for the non-injured leg 28 days after injury for both groups (GG= 10,68 to 16,53° e SG 
= 9,65 to 14,06°; p<0.05). Additionally, MT had a tendency to increase (GG = 2,92 to 
3,13mm e GS = 2,12 to 2,35mm). Injured legs maintained PA and MT pre-injury 
values. It is suggested a compensatory hypertrophic response due to the overload 
condition imposed to healthy leg. The results indicate that UBM allows qualitative and 
quantitative muscle differentiation among healthy and injured muscle at different stages 
after lesion. 
viii 
 
 
Índice 
Página 
Capítulo 1: INTRODUÇÃO 1 
 
Capítulo 2: REVISÃO DA LITERATURA 4 
 
2.1 – OBJETIVOS 7 
2.1.1 – Objetivos Gerais 7 
2.1.2 – Objetivos Específicos 7 
 
Capítulo 3: FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA 9 
 
3.1 – BIOMICROSCOPIA ULTRASSÔNICA 9 
3.1.1 - Sistema de BMU para imagem 
de alta resolução 9 
 
3.2 – MÚSCULO ESQUELÉTICO 11 
3.2.1 - Tríceps Sural 12 
3.2.2 - Anatomia Muscular em Ratos 12 
 
3.3 – CARACTERÍSTICAS BIOMECÂNICAS 17 
 
3.4 – ARQUITETURA MUSCULAR 17 
3.4.1 - Definição e Implicações Fisiológicas 17 
3.4.2 – Ângulo de Penação 20 
3.4.3 – Espessura Muscular 20 
3.4.4 - Adaptação dos Parâmetros Arquitetônicos 
 a Condições de Uso Aumentado e Desuso 21 
 
3.5 –LESÃO MUSCULAR 23 
 
3.6 – REGENERAÇÃO MUSCULAR 24 
3.6.1 – Fase de Destruição 25 
3.6.1.1 – Necrose das Miofibrilas 25 
3.6.1.2 – Inflamação 25 
ix 
 
 
3.6.2 – Fases de reparo e remodelagem26 
3.6.2.1 – Regeneração das Miofibrilas 26 
3.6.2.2 – Formação da Cicatriz de Tecido Conectivo 27 
 
3.7 – MODELOS DE ESTUDO EM LESÕES MUSCULARES 28 
3.7.1 – Método de Lesão Muscular por Laceração 29 
 
Capítulo 4: MATERIAIS E MÉTODOS 31 
 
4.1 – INSTRUMENTAÇÃO DE BMU 31 
 
4.2 – ANIMAIS 33 
4.2.1 – Grupo de Variabilidade e 
Confiabilidade das Medidas (GV) 33 
4.2.2 – Grupos de Lesão (GG e GS) 34 
 
4.3 – PROTOCOLO EXPERIMENTAL DA 
LESÃO MUSCULAR POR LACERAÇÃO 34 
 
4.4 – QUANTIFICAÇÃO DOS PARÂMETROS 
BIOMECÂNICOS DA ARQUITETURA MUSCULAR 37 
 
4.5 – ANÁLISE ESTATÍSTICA 42 
 
Capítulo 5: RESULTADOS 44 
5.1 – IMAGENS 44 
5.2 – GRUPO GV 47 
V.3 – GRUPO GG 50 
5.4 – GRUPO GS 54 
 
Capítulo 6: DISCUSSÃO 60 
Capítulo 7: CONCLUSÃO 66 
Referências Bibliográficas 67 
 
 
x 
 
 
 
Índice de Símbolos 
 
 
AP Ângulo de Penação 
BMU Biomicroscopia Ultrassônica 
EM Espessura Muscular 
GAS Gastrocnêmio 
GG Grupo de Lesão no Gastrocnêmio Lateral 
GL Gastrocnêmio Lateral 
GM Gastrocnêmio Medial 
GS Grupo de Lesão no Solear 
GV Grupo de Variabilidade 
SOL Solear 
TS Tríceps Sural 
1 
 
 
CAPÍTULO 1 
INTRODUÇÃO 
 
A biomicroscopia ultrassônica (BMU) é uma técnica de geração de imagens de 
alta resolução cuja importância e aplicabilidade diferenciada têm sido evidenciadas por 
muitas pesquisas, nas áreas médica e biológica. Na medicina, suas aplicações e 
resultados mais notáveis podem ser encontrados nas áreas de: oftalmologia, ultrassom 
intravascular, dermatologia, entre outras [1, 2, 3]. O principal objetivo de sua aplicação 
na medicina consiste em prover imagens de alta resolução de tecidos saudáveis e 
doentes, in vivo, fornecendo informações importantes sem a necessidade de biópsia do 
tecido. No âmbito da biologia, as pesquisas buscam acompanhar o desenvolvimento de 
pequenos animais em estudos longitudinais e criar, a partir dos dados obtidos das 
imagens, modelos de doenças e lesões humanas. 
As frequências utilizadas na maioria das aplicações variam de 40 a 60MHz, o 
que possibilita uma resolução, em profundidade, na ordem de micrômetros (≅ 30µm em 
50MHz) [3, 4, 5], obtendo para pequenos animais imagens similares àquelas dos 
equipamentos de ultrassom usados para diagnósticos de lesões musculares em humanos. 
A ultrassonografia de alta resolução se diferencia pela conjunção de 
características importantes: geração de imagens com resolução microscópica, não-
invasividade, visualização de tecidos vivos em tempo real e baixa profundidade de 
penetração (em virtude da frequencia ultrassônica elevada). Tais características indicam 
o potencial de sua utilização para gerar imagens de tecido muscular esquelético usando 
modelos animais. 
Sabe-se que o músculo esquelético possui uma grande capacidade regenerativa 
[6, 7, 8, 9, 10, 11] . Todavia, o acometimento de lesões graves e/ou sucessivas (muito 
comum em atletas competitivos) acarreta em um ciclo de degeneração-regeneração que 
pode levar o indivíduo à perda de função muscular e ao quadro de fibrose [6, 7, 9, 11]. 
Isto pode gerar graus significativos de perda da capacidade motora que está associada a 
um maior tempo de recuperação e à impossibilidade de obter desempenhos compatíveis 
no âmbito profissional. 
As características funcionais do músculo esquelético são altamente influenciadas 
pela arquitetura muscular, terminologia utilizada para referenciar algumas 
características estruturais como o arranjo das fibras musculares relativas ao eixo de 
geração de força do músculo [12], além de outros como o comprimento da fibra e 
espessura muscular. As relações das características biomecânicas da arquitetura são 
2 
 
 
importantes no que diz respeito à estimativa de produção de força muscular, e, 
conseqüentemente, na sua função. As relações força/comprimento e força/velocidade 
dependem do arranjo especial das fibras no músculo esquelético [12, 13,14, 15, 16, 17]. 
O ângulo de penação (AP) está relacionado com a quantidade de tecido contrátil e, 
juntamente com o comprimento das fibras, influencia a capacidade de produção de 
força, a velocidade de encurtamento do músculo e as propriedades elásticas do 
complexo músculo-tendão, quando consideradas também as propriedades físicas do 
tendão. Estes parâmetros arquitetônicos, inicialmente medidos em cadáveres, têm sido 
quantificados através de técnicas não-invasivas de imagens, como o ultrassom e a 
ressonância magnética [14, 15, 16, 18, 19, 20, 21]. 
Esta dissertação consiste na avaliação, in vivo, da extensão e da gravidade da 
lesão muscular, assim como do processo de regeneração, usando o rato, Rattus 
norvegicus (Berkenhout, 1769), como um modelo animal, tendo em vista a 
probabilidade de êxito e a importância dos dados pretendidos com o uso da BMU para a 
obtenção de imagens de ultrassonografia de alta resolução que serão usadas para o 
acompanhamento do desenvolvimento do músculo, quanto às suas características 
anatômicas e biomecânicas. 
A metodologia empregada consiste na análise das imagens de BMU do tecido 
muscular e a conseguinte caracterização biomecânica, in vivo, deste tecido através da 
quantificação dos seguintes parâmetros: ângulo de penação e espessura muscular (EM). 
Embora haja muitos estudos sobre os diferentes tipos de tratamento propostos 
objetivando a redução do tempo de recuperação e o retorno ao estado anterior à lesão 
(sem sequelas ao tecido) não foram encontrados relatos sobre o acompanhamento 
longitudinal dos mesmos indivíduos após a lesão de forma controlada, ou seja, com 
protocolos de lesão e desenhos experimentais confiáveis. A BMU permite que este 
acompanhamento seja realizado in vivo e em indivíduos submetidos ao mesmo tipo de 
lesão, além de possibilitar a quantificação de parâmetros biomecânicos e suas alterações 
no processo de degeneração-regeneração durante tratamentos diferenciados. 
Por fim, outra vantagem deste estudo deve-se ao fato de que o músculo 
esquelético figura entre os melhores tecidos adaptados ao exame ultrassônico [22] 
devido à possibilidade de abordagem multiplanar (transversal e longitudinal), à ótima 
resolução espacial e definição da estrutura muscular, e à facilidade de obtenção de 
imagens em condições ativas e passivas, dinâmicas e estáticas. A disponibilidade, o 
baixo custo e a facilidade experimental tornam a técnica de ultrassom superior à de 
ressonância magnética, principalmente no que se refere ao acompanhamento de lesões e 
3 
 
 
processos de regeneração com seus problemas relacionados, tais como fibrose, 
hematomas, e outros [22, 23, 24, 25, 26]. 
As avaliações in vivo, incluindo a ultrassônica, trazem um diferencial aos 
resultados tradicionais in vitro, já que a função muscular é analisada no contexto 
fisiológico real, com preservação das estruturas vasculares, neurais e demais 
componentes músculo-esqueléticos. 
O capítulo 2 desta dissertação apresenta uma revisão da literatura acerca do uso 
da técnica de BMU, a caracterização biomecânica muscular em condições de uso 
aumentado e desuso e o papel da ultrassonografia na avaliação de lesões. O capítulo 3 
descreve os fundamentos teóricos dos conceitos básicos inerentes ao tema. Já o capítulo 
4 detalha os materiais e métodos utilizados na parte experimental da pesquisa, enquanto 
o capítulo 5 apresenta os resultados obtidos. No capítulo 6 é apresentada uma discussão 
baseada nos resultados e sua relação com a literatura recente e com os fundamentos 
teóricos e, finalmente, o capítulo 7 finaliza a dissertação com as conclusões. 
 
4 
 
 
CAPÍTULO 2 
REVISÃO DA LITERATURA 
 
 O ultrassom de alta frequência para a imagem de microestruturas já existe desde 
os anos 30, quando Sokolov foi o primeiro a propor o microscópio acústico [27]. Nos 
anos 70 houve uma grande esperança com a aplicabilidade da microscopia ultrassônica, 
através do desenvolvimento do microscópio acústico de varreduralaser [28] e do 
microscópio acústico de varredura [29]. Esperava-se que o contraste (maior cerca de 2 
ordens de magnitude se comparado com o contraste óptico de tecidos), inerente à 
microscopia acústica, complementasse os resultados obtidos com a microscopia óptica. 
Entretanto, isto não se verificou. Pelo fato da microscopia óptica já estar estabelecida 
como uma ferramenta de rotina, a microscopia acústica não teve seus períodos de glória. 
Somente a partir do final da década de 80 a utilização do ultrassom em alta frequência 
voltou a ser considerada. Tal situação ocorreu na medicina, pela possibilidade de se 
utilizar a microscopia acústica na obtenção de imagens de tecidos vivos. As aplicações 
clínicas logo se sucederam na oftalmologia [30], na dermatologia [31], e 
ultrassonografia intravascular [32]. 
A grande promessa oferecida pela BMU consiste na possibilidade de 
visualização e caracterização de tecidos não superficiais sem a necessidade de biópsia e 
conta com a possibilidade técnica da construção de transdutores miniaturizados para 
aplicações intracavitárias ou endoluminais. 
A BMU legitimou sua importância em diversas áreas da medicina, como a 
dermatologia e a oftalmologia, mas não existem relatos da obtenção de imagens em 
tempo real e in vivo do músculo esquelético do rato. No entanto, outros trabalhos 
indicam a possibilidade de se obter êxito na obtenção dessas imagens, usando ultrassom 
de alta resolução. Por exemplo, a BMU já foi usada satisfatoriamente para estudar o 
desenvolvimento embrionário através de imagens in utero de pequenos animais 
(comumente são utilizados camundongos) [33]. A grande relevância destes estudos 
reside na possibilidade de compreender os mecanismos genéticos e os processos de 
diferenciação celular que levam à evolução dos diferentes órgãos. Estes conhecimentos 
podem propiciar a determinação da origem de muitas doenças, e o estabelecimento de 
tratamentos adequados. Por exemplo, Olsson et al. [4] utilizaram a BMU para 
acompanhar o implante de células no tubo neural de embriões de camundongos, e 
analisaram modificações na expressão genética durante o desenvolvimento do sistema 
nervoso central. Liu et al. [34] usaram a BMU para guiar o implante de células tanto no 
5 
 
 
tubo neural como nas estruturas progenitoras dos membros, observando as alterações no 
desenvolvimento destas. Turnbull et al. [35] estudaram o desenvolvimento do tubo 
neural e algumas alterações genéticas, conseguindo resoluções de até 50µm (frequências 
entre 40 – 100 MHz), e construindo imagens 2D e 3D. Zhou et al. [36] utilizaram a 
BMU para visualizar o embrião em tempo real, durante a injeção de meio de contraste 
no coração. Estudos do desenvolvimento do globo ocular de embriões de camundongo 
foram realizados por Foster et al. [3] usando a BMU. Witte et al. [37] utilizaram a BMU 
para descrever a organização e a coordenação de fibras musculares individuais de ratos, 
avaliando os efeitos da fadiga em testes ex vivo. 
Embora não existam relatos da obtenção de imagens em tempo real e in vivo do 
músculo esquelético do rato, outros trabalhos indicam esta possibilidade. O ultrassom 
de alta resolução já foi empregado para determinar lesões musculares em coelhos [38] e 
para descrever a coordenação de fibras musculares individuais de um rato e um 
camundongo, durante contração isométrica [37]. 
Sabe-se que o músculo esquelético possui uma grande capacidade regenerativa 
[6, 7, 8, 9, 10, 11]. O acompanhamento das mudanças morfológicas provocadas pela 
lesão e pelos diferentes tipos de tratamento aplicados in vivo é um grande passo na 
busca pelo esclarecimento dos mecanismos inerentes ao processo degeneração-
regeneração. São muitos os tratamentos propostos objetivando a redução do tempo de 
recuperação e o retorno ao estado anterior à lesão sem seqüelas ao tecido. 
A possibilidade de comparar valores quantitativos e relacioná-los às etapas do 
processo de regeneração muscular é outra grande vantagem da técnica de BMU. A 
caracterização biomecânica, in vivo, deste tecido através da quantificação do AP e da 
EM é comumente realizado em humanos [14, 15, 16, 17, 18, 19, 20, 21, 39, 40] e é um 
avanço no sentido de compreender a resposta muscular diante de uma lesão e de um 
processo degenerativo. Tais parâmetros biomecânicos são conhecidamente variáveis de 
entradas de modelos musculares para estimativas da força e avaliação da função 
muscular [15, 41, 42, 43], e o rastreamento das modificações dos mesmos permitirá 
inferir sobre o quadro de lesão e a recuperação do tecido. 
O estudo da arquitetura muscular é de grande importância funcional, já que 
permite a avaliação da relação entre estrutura e função dos músculos, ou seja, a 
avaliação do grau de adaptação do aparato muscular para condições de cargas 
aumentadas ou reduzidas [14, 39, 40]. 
Até pouco tempo atrás, o conhecimento sobre a arquitetura muscular humana era 
baseado em medidas realizadas em cadáveres [44], cujas fibras musculares 
6 
 
 
encontravam-se, normalmente, encurtadas devido ao método de fixação e pela idade 
[45]. Com a introdução de técnicas de imagem não-invasivas, tornou-se possível o 
estudo da arquitetura muscular in vivo em repouso e suas mudanças durante o 
movimento [15, 46, 47, 48]. As duas técnicas que se provaram as mais úteis para este 
propósito foram a ressonância magnética e a ultrassonografia. 
Há na literatura um número crescente de estudos descrevendo a utilização do 
ultrassom convencional de imagem para avaliação do sistema músculo-esquelético 
humano em diferentes aplicações, desde a caracterização biomecânica até a avaliação de 
lesões [23, 26, 49, 50, 51, 52, 53, 54]. A possibilidade conferida por imagens 
ultrassônicas de acompanhar mudanças nas características estruturais do músculo até 
mesmo durante o movimento é de extrema importância, e tem sido explorada cada vez 
mais. 
Diversos tipos de anormalidades musculares podem ser detectadas pela 
ultrassonografia. Imediatamente após uma lesão, hematomas são vistos nas imagens 
ultrassônicas com contornos irregulares e hipoecóicos em relação ao músculo, embora 
possam, por vezes, ter uma ecogenicidade similar à do tecido circundante. Neste caso há 
um diagnóstico equivocado de aumento do volume muscular [23,52]. Dois a três dias 
depois da lesão, o fluido será anecóico e, mais tarde, poderá se formar uma cicatriz 
hiperecóica, possivelmente associada a calcificações [23, 24, 52]. É comum a 
visualização de regiões ecogênicas, sem definições marcantes e com padrão 
heterogêneo, nas lesões reincidentes ou crônicas. Hashimoto et al. [52] sugerem a 
utilização do ultrassom de alta resolução para detecção de rupturas de grau I, nas quais a 
lesão não é severa e as alterações comprometem apenas as estruturas microscópicas do 
músculo (as fibras ao invés dos fascículos). 
Várias condições anormais, como cicatrizes, cistos e miosite ossificante, podem 
ser desenvolvidas após a recuperação de uma ruptura muscular. Cicatrizes são 
irregulares ou anormalidades de forma estelar na imagem ultrassônica que não mudam 
sua aparência com a contração muscular. Cistos musculares aparecem como estruturas 
ovais ou circulares anecóicas ou hipoecóicas bem definidas e podem ter paredes 
espessadas [23, 52]. 
De acordo com Van Holsbeeck et al. [22], o papel da ultrassonografia 
relacionado à regeneração muscular reside em três áreas. Primeiramente, na avaliação 
da extensão da lesão e na mensuração da separação entre as margens normais, pois 
quanto maior o percentual de comprometimento muscular, maior é a proporção de 
aparecimento de cicatriz tecidual. O segundo papel refere-se à determinação do estágio 
7 
 
 
do processo de cura, demonstrando possivelmente o preenchimento da cavidade 
hemorrágica por um tecido hiperecóico relacionado ao processo de regeneração. 
Finalmente, a ultrassonografia tem como função a avaliação da magnitudede formação 
cicatricial, já que cicatrizes fibróticas são visualizadas como zonas hiperecóicas dentro 
do músculo e estão sempre presentes quando a lesão é grave. A importância desta 
função justifica-se pelo fato do risco de recorrência de lesão ser proporcional à extensão 
de tecido cicatricial fibroso residual no músculo [22]. 
Apesar dos muitos estudos envolvendo a avaliação da plasticidade do tecido 
muscular sob condições diferenciadas e a análise do músculo lesionado através de 
imagens de ultrassom convencional, não foi possível encontrar na literatura pesquisas 
que quantificassem as características biomecânicas diante de um processo de 
regeneração desencadeado por protocolo de lesão controlado com metodologia 
confiável, e com acompanhamento longitudinal das alterações estruturais internas do 
músculo. 
A utilização da BMU para qualificar o aparecimento e a modificação dos tecidos 
fibrosos e conectivos e quantificar as características biomecânicas do músculo poderá 
ser feita através da análise das imagens e sua evolução ao longo do tempo. 
 
2. 1 OBJETIVOS 
 
2.1.1 Objetivo Geral 
 
 O objetivo geral deste estudo é a caracterização biomecanica do tecido muscular 
do tríceps sural (TS) de ratos saudáveis e submetidos a protocolos de lesão por 
laceração induzida, assim como o acompanhamento da plasticidade da arquitetura 
muscular no processo de regeneração deste tecido, através de imagens ultrassônicas de 
alta resolução. 
 
2.1.2 Objetivos Específicos 
 
• Quantificar as características da arquitetura muscular do tríceps sural de ratos - 
espessura muscular e ângulo de penação – obtidas das imagens de ultrassom; 
• Quantificar a variabilidade das medidas realizadas nas imagens ultrassônicas 
pós-processadas com o software apropriado e analisar a influência desta 
variabilidade nos resultados: 
8 
 
 
o Avaliar a variabilidade de tais características em diferentes posições 
articulares (posição neutra e extensão máxima do tornozelo) e em 
diferentes dias de testes; 
• Descrever as características da arquitetura muscular, espessura muscular e 
ângulo de penação em condições de presença e ausência de lesão; 
• Acompanhar e rastrear modificações no tecido muscular esquelético, durante o 
processo de regeneração da lesão por laceração, através das imagens de 
ultrassom; 
 
9 
 
 
CAPÍTULO 3 
FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA 
 
3.1 BIOMICROSCOPIA ULTRASSÔNICA 
 
3.1.1 Sistema de BMU para imagem de alta resolução 
 
Um equipamento de BMU se assemelha a um instrumento de ultrassom 
convencional que opera no modo B. A diferença fundamental reside na alta frequência 
usada para a biomicroscopia, o que lhe confere maior poder de resolução. Em 
contrapartida, a profundidade de penetração do ultrassom em tecidos biológicos diminui 
drasticamente, já que o coeficiente de atenução aumenta com a frequência de uma forma 
exponencial. Há também uma dependência do coeficiente de atenuação com o tipo de 
tecido biológico. Tecidos estruturais, como a pele e paredes arteriais, tendem a ter 
coeficientes de atenuação maiores, enquanto a íris e a córnea têm perdas mínimas de 
sinal, aproximando-se do comportamento da água. O mecanismo físico exato para tais 
diferenças não é completamente entendido, mas a concentração e organização de 
colágeno e outros proteínas estruturais são fatores importantes [2]. 
A utilização da ultrassonografia de alta resolução em medicina se estende de 
frequências inferiores, da ordem de 20MHz, como é o caso da caracterização da pele e 
da parede arterial, até 60MHz para as aplicações em oftalmologia. Para a frequência de 
30MHz e usando um transdutor com foco natural e abertura de 0,5mm, operando na 
água, consegue-se profundidade de campo com 2,5mm e resoluções lateral e axial de 
250 e 62µm, respectivamente. Essas resoluções são comparáveis com as obtidas pela 
microscopia por ressonância magnética, com a qual se consegue resoluções da ordem de 
75µm. Para um transdutor operando em 100MHz, focalizado, estes valores se reduzem 
para 1,6mm, 60µm e 19µm, respectivamente [2]. Portanto, para frequências mais 
elevadas a resolução do ultrassom se aproxima daquela oferecida por microscopia 
óptica. Daí denominar ultrassonografia de alta frequência, aplicada na visualização de 
tecidos vivos por: biomicroscopia ultrassônica (BMU), microscopia ultrassônica por 
retroespalhamento, ultrassom de alta frequência ou então ultrassom de frequência muito 
elevada. 
A escolha das especificações do sistema de BMU depende da natureza da 
aplicação e das propriedades acústicas dos tecidos específicos que serão estudados. A 
melhor imagem possível de qualquer equipamento de ultrassom é determinada pela 
10 
 
 
frequência, geometria do transdutor e pelas propriedades do tecido em acordo com as 
leis da difração [2]. 
A resolução de um sistema de imagem de ultrassom é definida pela distribuição 
do feixe ultrassônico (resolução lateral) e pela duração ou largura de banda do pulso de 
onda emitido no meio de propagação (resolução axial). 
A resolução lateral, latR , que normalmente é a resolução limitante, pode ser 
estimada pela geometria do transdutor e pela frequência central do pulso 
característicado do mesmo. Para transdutores com focalização esférica, é calculada por: 
 
númerolat ftransdutordoabertura
focaldistância
R ⋅== λλ
 
 
, (1) 
 
onde λ é o comprimento de onda relativo à frequência central do espectro do pulso de 
onda emitido no meio e númerof é a razão entre a distância focal e a abertura do 
transdutor (≈ o diâmetro do transdutor). Em um ultrassom convencional de frequências 
de 3,5MHz, um transdutor típico de 5,2=númerof possui uma resolução lateral da ordem 
de 1mm. Se a frequência for aumentada para 50MHz, a resolução lateral melhora para 
75µm. O custo de uma resolução melhorada é a redução na profundidade de penetração 
que, por exemplo, passa de 10 a 20cm para 1cm nas frequências de 3,5 e 50MHz, 
respectivamente [31]. 
A resolução axial, axR , é, na maioria dos casos, significativamente melhor do 
que a resolução lateral e proporcional ao inverso da largura de banda do pulso de onda 
emitido no meio. Um transdutor típico de alta frequência com uma largura de banda de 
40% e uma frequência central de 30MHz permite uma resolução axial de 63µm, quando 
o meio de propagação é a água. Em termos teóricos, axR é determinada como segue: 
 
BW
c
Rax 2
= , (2) 
 
onde c é a velocidade de propagação da onda no meio e BW é a largura de banda do 
pulso de onda transmitido ao meio. 
11 
 
 
A profundidade de campo, DOF , a qual representa a região útil ao longo do 
feixe emitido pelo transdutor para a obtenção de imagens, para transdutores com 
focalização esférica é determinada por [2]: 
 
20.7 númerofDOF ⋅⋅= λ . (3) 
 
 Embora possa parecer que mudanças simples no transdutor permitirão aumentos 
significativos na magnitude da resolução, outros fatores importantes devem ser 
considerados em frequências altas, como a perda de penetração e de profundidade do 
campo, e questões acerca da confecção dos transdutores. 
 Tipicamente, sistemas de BMU que utilizam transdutores com focalização 
esférica operam limitados a profundidades de penetração e de campo da ordem de 10 e 
1,5mm, respectivamente. 
 
3.2 MÚSCULO ESQUELÉTICO 
 
 As fibras musculares são, basicamente, as unidades contráteis do músculo 
esquelético, sendo individualmente circundadas por uma camada de tecido conjuntivo e 
agrupadas em feixes para formá-lo, como se pode observar na Figura 2. Este tecido 
conjuntivo fibroadiposo, que circunda um feixe muscular, é denominado perimísio e/ou 
aponeurose e sua junção nas extremidades musculares forma os tendões, cuja principal 
função é a de inserção do músculo no osso. 
As fibras musculares podem estar organizadas em paralelo, ou formando uma 
estrutura penada, unipenados ou bipenados, com uma aponeurose central. Esta estruturapenada é bem demonstrada em imagens ultrassônicas, nas quais os feixes de fibras são 
visualizados em zonas hipoecóicas e o perimísio como linhas hiperecóicas separando os 
fascículos (Figura 2). O epimísio, fáscias, nervos e tendões também aparecem 
hiperecóicos em relação ao músculo [22, 26, 52]. 
 
 
 
 
 
 
12 
 
 
 
 
 A B 
 
Figura 3.1 – (A) Relação do músculo esquelético com os ossos e tecidos conjuntivos 
fibrosos dos tendões e (B) imagem ultrassônica (7,5MHz) de tecido muscular 
esquelético do TS de humano. 
 
3.2.1 Tríceps Sural 
 
O Tríceps Sural constitui um conjunto de músculos posteriores da perna 
formado pelo gastrocnêmio (GAS) e o solear (SOL). Possui diversas características 
específicas na compreensão de padrões fundamentais da marcha, equilíbrio, entre 
outros. O GAS é dividido em duas porções: lateral (GL) e medial (GM). Ambas 
compõem as partes mais superficiais do TS e encontram-se bem próximas à pele. O 
SOL, por sua vez, é mais profundo. 
 
3.2.2 Anatomia Muscular em Ratos 
 
 A anatomia muscular nos ratos é similar, em vários aspectos, à dos humanos. 
Como pode ser visto nas Figuras 3.2, 3.3, 3.4 e 3.5, e através de dissecações realizadas 
no Instituto de Biofísica da UFRJ (Figuras 3.6, 3.7 e 3.8), o TS apresenta características 
conformacionais e anatômicas similares. 
 
 
 
 
 
epimísio tendão perimísio 
13 
 
 
 
 
 
Figura 3.2 – Estruturas do rato assinaladas: (1) fáscia lombodorsal; (2) glúteo 
superficial; (3) bíceps femoral; (4) semitendinoso. Reproduzido com autorização do 
autor e retirado de http://www.personal.psu.edu/dys100/ anatomy/rat/index.htm. 
 
 
Figura 3.3 - Músculos do rato assinalados: (1) glúteo superficial (refletido); (2) glúteo 
médio; (3) piriforme ; (4) semitendinoso; (5) bíceps femoral (refletido); (6) 
semimembranoso; (7) vasto lateral; (8) gastrocnêmio. Reproduzido com autorização do 
autor e retirado de http://www.personal.psu.edu/dys100/anatomy/rat/index.htm. 
 
 
 
 
 
14 
 
 
 
 
 
Figura 3.4 - (A) Esqueleto ósseo do rato e (B) músculos superficiais que o recobrem. A 
seta indica o GAS. Reprodução autorizada pela editora e retirado de [53]. 
 
A 
B 
15 
 
 
 
 (A) (B) 
Figura 3.5 - Detalhamento da musculatura do membro inferior do rato. (A) musculatura 
superficial da parte proximal da perna e (B) musculatura profunda da parte proximal da 
perna. Reprodução autorizada pela editora e retirado de [53]. 
 
As fotos obtidas durante a dissecação mostram características importantes da 
anatomia muscular do grupamento do TS, tal como o posicionamento de seus 
componentes, que possuem seus análogos nas imagens providas pelo sistema de BMU. 
 
 
Figura 3.6 - Bíceps femoral sendo descolado para visualização dos músculos mais 
profundos do TS. 
16 
 
 
 
 
 
Figura 3.7 - Visualização dos gastrocnêmios medial e lateral. 
 
 
Figura 3.8 - Visualização dos gastrocnêmios medial e lateral, e solear. 
 
 
17 
 
 
3.3 CARACTERÍSTICAS BIOMECÂNICAS 
 
 As características biomecânicas do músculo esquelético são ferramentas 
importantes para categorizá-lo e para estimar sua função, servindo como parâmetros de 
entrada para diversos modelos matemáticos de avaliação funcional, principalmente da 
força muscular [15, 17, 18, 20, 41]. Destas, destacam-se as características 
arquitetônicas, tais como o ângulo de penação, comprimento do fascículo, espessura 
muscular, área de secção transversa anatômica e fisiológica, e volume muscular, muito 
pesquisadas na atualidade com variados objetivos, já que influenciam a contratilidade 
muscular e as propriedades mecânicas do complexo músculo-tendão. Maganaris et al. 
[41], por exemplo, apresentaram um modelo geral para avaliar as características torque-
ângulo em músculos esqueléticos humanos e suas constribuições individuais para a 
produção de força de um grupamento muscular em contração isométrica máxima, 
utilizando parâmetros como volume muscular, braço de força, e ângulo de penação. Os 
mesmo autores [19] ressaltam a importância de informações precisas sobre o ângulo de 
penação, importante em dois tipos de análise: quando o torque que um músculo pode 
produzir é calculado a partir da predição da força do mesmo na direção de suas fibras e, 
inversamente, quando a produção de força na direção das fibras é calculada a partir da 
capacidade de geração de torque do músculo. Fukunaga et al. [46] investigaram 
mudanças no comprimento dos fascículos e tendão para avaliar o comportamento 
elástico e armazenamento de energia do tendão durante a marcha, dados que são 
utilizados para estimativa da força muscular durante atividades funcionais e que 
também foram avaliados por outros autores para condições distintas de corrida [54], 
treinamento isométrico [55] e saltos verticais [56]. 
O uso de técnicas não-invasivas de aquisição de imagens, como o ultrassom, 
parece promissor para o estudo de adaptações do músculo esquelético a condições de 
uso aumentado ou desuso na saúde e na doença [23, 33, 36, 51, 54, 55, 57]. 
 
3. 4 ARQUITETURA MUSCULAR 
 
3.4.1 Definição e Implicações Fisiológicas 
 
A terminologia arquitetura muscular é utilizada para referenciar o arranjo das 
fibras musculares relativas ao eixo de geração de força do músculo [24], e possui um 
papel primordial na determinação de suas características funcionais. As relações 
18 
 
 
geométricas formadas pelo arranjo das fibras são importantes no que diz respeito à 
estimativa de produção de torque por qualquer músculo, e, conseqüentemente, na 
descrição de sua função. 
Músculos esqueléticos podem ser constituídos de fibras paralelas ou penadas. 
No primeiro caso, as fibras correm paralelamente à linha de ação muscular, enquanto no 
segundo as fibras estão dispostas obliquamente à linha de ação e se inserem no tecido 
conjuntivo (aponeurose interna) formando um ângulo, chamado ângulo de penação [12, 
13, 16, 19, 20]. 
As relações força-comprimento e força-velocidade de encurtamento do músculo 
esquelético dependem deste arranjo especial das fibras. O ângulo de penação relaciona-
se diretamente com a quantidade de tecido contrátil por unidade de área muscular e 
juntamente com o comprimento da fibra, reflete na capacidade de produção de força, na 
velocidade de encurtamento do músculo e nas propriedades elásticas do complexo 
músculo-tendão. 
Normalmente, um músculo penado possui fibras com menores comprimentos o 
que significa uma menor quantidade de sarcômeros (unidade funcional muscular) em 
série se comparada com a de uma fibra longa de um músculo paralelo ou fusiforme 
(Figura 3.9). Segue que, para o mesmo valor absoluto de redução do comprimento da 
fibra, o encurtamento relativo por sarcômero será maior para uma fibra curta. 
Conseqüentemente, uma pequena alteração no comprimento de um músculo penado 
pode significar que o mesmo deslocou-se o suficiente para encontrar-se em uma posição 
desvantajosa para geração de força (encurtamento), de acordo com a curva 
comprimento-tensão. No entanto, como vantagem, estes músculos possuem mais fibras 
dispostas em paralelo e o número de sarcômeros é expressivamente aumentado, 
apresentando uma área de seção transversa fisiológica normalmente maior do que a dos 
músculos paralelos (Figura 3.9). Este fato permite uma maior produção de força 
normalizada pela massa muscular [12, 20]. 
19 
 
 
 
Figura 3.9 - Representação esquemática de dois músculos com diferentes arquiteturas 
musculares. A: músculo com fibras curtas e grande área de secção transversa fisiológica 
e (B) músculo com fibras longas e pequena área de secçao transversa fisiológica. FL = 
comprimento da fibra. CSA = área de secção transversa fisiológica. ML = comprimento 
do músculo. Reprodução autorizada pelo autor, retirada de [12]. 
 
Os efeitos da arquitetura muscular sobre as características de força-velocidade 
foram estudados por Spectoret al. [58] nos músculos solear e gastrocnêmio medial de 
gatos. Estes músculos diferem significativamente na composição de fibras desse animal 
(o SOL é composto totalmente por fibras lentas e o GM tem alta proporção de fibras 
rápidas), AP (GM: 21° e SOL: 6°), e comprimento da fibra (GM: 20mm e SOL: 37mm). 
Estes autores encontraram para o GM uma velocidade máxima de encurtamento dos 
sarcômeros três vezes maior relativamente ao SOL, provavelmente devido à atividade 
da miosina ATPase ser 2,6 vezes mais intensa nas fibras do GM. No entanto, devido às 
diferenças no ângulo de penação e comprimento da fibra, a velocidade máxima 
desenvolvida pelo GM no tendão calcanear foi somente 1,5 vezes maior do que a do 
SOL. Similarmente, o pico de tensão isométrica do GM no tendão foi quase cinco vezes 
maior que o do SOL. Entretanto, depois de normalizadas as diferenças do volume 
muscular, comprimento da fibra e ângulo de penação, os índices de tensão específica 
(força por área de seção transversa das fibras) destes dois músculos foram similares. Ao 
analisar tais resultados, fica evidente a influência da arquitetura muscular nas 
20 
 
 
características de força-velocidade de músculos esqueléticos em mamíferos e a 
indicação de que os parâmetros arquitetônicos a serem considerados, isolada ou 
conjuntamente, para relacionar a estrutura muscular com suas características funcionais 
são: espessura muscular, ângulo de penação, comprimento da fibra e distância entre as 
aponeuroses, dos quais, os dois primeiros serão descritos em detalhe posteriormente. 
 
3.4.2 Ângulo de Penação 
 
O ângulo de penação refere-se à organização das fibras musculares, e pode ser 
entendido como o ângulo agudo relativo formado entre a aponeurose principal do 
músculo (aponeurose interna), que possui a mesma direção da linha de tração, e as 
fibras musculares [12, 16]. É facilmente identificável nas imagens de ultrassom, como 
pode ser visto na Figura 3.10. 
 
Figura 3.10 - Ângulo de penação (θ) do gastrocnêmio medial de humanos identificado 
em imagens de ultrassom (7,5MHz). 
 
3.4.3 Espessura Muscular 
 
A espessura muscular é a distância perpendicular entre as aponeuroses interna e 
externa, medida em local de maior diâmetro muscular, descrito na literatura a partir de 
trabalhos de validação com peças anatômicas ou ressonância magnética. É visualizada 
em imagens transversais ou longitudinais à linha de ação muscular [12, 16] (Figura 
3.11). 
 
θ 
21 
 
 
 
Figura 3.11 - Espessura muscular (EM) do gastrocnêmio medial de humanos 
identificado em imagem transversal de ultrassom (7,5MHz). A reta azul corresponde à 
distância perpendicular entre as aponeuroses externa e interna e o comprimento da reta 
está indicado dentro do círculo azul. 
 
Há alguns estudos que descrevem os parâmetros da arquitetura muscular em 
ratos in vitro [17, 59]. Mais recentemente, Eng et al. [60] realizaram uma pesquisa 
abrangente inter-relacionando as características biomecânicas dos músculos da parte 
posterior do membro inferior de ratos, e analisando a especialização funcional de cada 
grupamento. Os autores demonstraram grande variabilidade destes parâmetros entre os 
músculos, indicando alto grau de especialização dos músculos coerente com as 
demandas funcionais de cada um. 
Em humanos, existem estudos relatando a quantificação destes parâmetros 
através de imagens de ultrassom de baixa frequência assim como o acompanhamento 
das mudanças provocadas por diferentes tipos de treinamento nos parâmetros 
arquitetônicos musculares [13, 14]. Estes estudos reportam variação nos valores destas 
características associadas à variação passiva do ângulo articular, indicando a 
necessidade de um estudo preliminar para confirmar que tal associação ocorre também 
em ratos. 
 
3.4.4 Adaptação dos parâmetros arquitetônicos a condições de uso aumentado e 
desuso 
 
A principal relação entre arquitetura e função muscular é a de que a velocidade 
de encurtamento e a amplitude de excursão são proporcionais ao número de sarcômeros 
EM 
22 
 
 
em série, ou simplificadamente ao comprimento das fibras, enquanto a força muscular é 
proporcional à área de seção transversa total de sarcômeros, que corresponde à área de 
seção transversa fisiológica (estimativa da área de seção transversa total das fibras) [12]. 
Músculos com fibras longas geram maiores velocidades e mantém níveis médios de 
força durante grande parte da amplitude de movimento, mas com custo metabólico 
maior do que aqueles com fibras curtas [40, 61]. Músculos que se inserem no tendão ou 
na aponeurose com uma dada angulação possuem uma maior área de seção transversa 
fisiológica pois contém mais fibras dispostas paralelamente e, conseqüentemente, são 
capazes de gerar picos de força relativamente maiores do que os gerados pelos 
fusiformes [40] (Figura 3.12). 
 
 
 
Figura 3.12 - Propriedades isométricas e isotônicas de músculos com diferentes 
arquiteturas (como os da figura 3.9). A: relação comprimento-tensão. B: relação força-
velocidade. Notar que tensão tetânica máxima é o ponto comum entre as duas curvas. 
PCSA = área de seção transversa fisiológica. Reproduzido com autorização do autor, 
retirado de [12]. 
23 
 
 
A utilização do ultrassom e da ressonância magnética para medir parâmetros da 
arquitetura muscular in vivo permitiu que pesquisadores relatassem que aumentos 
significativos do ângulo de penação ocorrem juntamente com aumentos na área de seção 
transversa ou espessura em resposta a períodos prolongados de treinamento de 
resistência de alta intensidade [39, 62]. Tal aumento no ângulo de penação e o 
conseguinte aumento do material contrátil no músculo, permite uma elevação da 
capacidade de força máxima e é relatado como um dos mecanismos desta adaptação 
após treinamento. Portanto, a arquitetura muscular parece ser altamente plástica, e essas 
mudanças parecem contribuir para as alterações na expressão de força. Em animais, a 
imobilização muscular em uma posição alongada, por dias ou semanas, resultou em 
aumento do número de sarcômeros em série e do comprimento total da fibra [63, 64, 
65], enquanto o alongamento moderado realizado durante 30 minutos por dia foi 
suficiente para reduzir ou reverter o encurtamento da fibra que acompanhou a 
imobilização em posições encurtadas em um músculo de rato [66]. Além disso, 
variações na sobrecarga muscular (ações excêntricas e concêntricas) em ratos 
produziram mudanças significativas no número de sarcômeros em série depois de um 
período de 3 dias do estímulo de exercício [67]. 
Estas evidências indicam a possibilidade de adaptação das características da 
arquitetura muscular dos ratos quando submetidos a um protocolo de lesão, assim como 
do membro contralateral não-lesionado, responsável pela compensação da perda da 
função do membro prejudicado. 
 
3.5 LESÃO MUSCULAR 
 
 As lesões musculares possuem alta incidência entre praticantes de atividade 
física e atletas, sendo passíveis de ocorrer por traumatismo direto, como em contraturas 
e estiramentos, ou por causas indiretas, tais como isquemia, lesões neurológicas e 
distrofias musculares [68, 69]. 
A alta prevalência de lesões musculares é, de certa forma, compensada pela 
grande capacidade regenerativa do tecido muscular, o que garante a manutenção da 
funcionalidade da musculatura esquelética [6]. Porém, sua ocorrência repetida ou grave 
implica a submissão do tecido muscular a vários ciclos de degeneração-regeneração, o 
que pode levar a uma redução significativa da função muscular, além de um possível 
quadro de fibrose, e conseqüentemente à redução da capacidade motora e a um tempo 
de recuperação mais prolongado do que o normal [7, 10, 11, 70]. 
24 
 
 
 Uma revisão da literatura acerca dos possíveis tratamentos da lesão muscular 
indica que o mais utilizado e que visa a recuperação do tecido muscular é o repouso e a 
regressão graduale assistida da função muscular [7, 71, 72, 73, 74, 75] 
 
3.6 REGENERAÇÃO MUSCULAR 
 
 O músculo lesionado atravessa, normalmente, um processo de regeneração-
degeneração composto de 3 fases: destruição, reparo e remodelagem [6, 7, 9, 10, 70]. 
A fase de destruição é caracterizada pela formação de hematoma entre os 
fragmentos de fibra rompidos, necrose do tecido, degeneração, e resposta celular 
inflamatória. A fase de reparo inclui a fagocitose do tecido lesionado, regeneração do 
músculo estriado, produção de cicatriz de tecido conectivo e crescimento capilar. Na 
fase final de remodelagem, o músculo regenerado amadurece e contrai com a 
reorganização da cicatriz tecidual [6, 7, 9, 10, 73]. As duas últimas fases estão 
normalmente associadas ou sobrepostas, e a Figura 3.11 ilustra eventos destas fases. 
 
Figura 3.11 - Ilustração esquemática da regeneração do músculo esquelético. Dia 2: os 
fragmentos necrosados das miofibrilas partidas estão sendo removidos por macrófagos 
enquanto, concomitantemente, fibroblastos iniciam a formação da cicatriz de tecido 
conectivo na zona central (ZC). Dia 3: células satélite são ativadas dentro dos cilindros 
da lâmina basal na zona de regeneração (ZR). Dia 5: mioblastos se fundiram com 
miotúbulos na ZR, e o tecido conectivo (seta) se tornou mais denso. Dia 7: as células 
musculares em regeneração invadem a ZC e começam a atravessar a cicatriz (seta). Dia 
14: a cicatriz da ZC está ainda mais condensada e reduzida em tamanho, e as miofibrilas 
regeneradas fecham a lacuna da ZC. Dia 21: as miofibrilas que se entrelaçam estão 
virtualmente fundidas com pouco tecido conectivo cicatricial se interpondo. 
Reproduzido com autorização do autor, retirado de [7]. 
ZC 
ZR ZR 
25 
 
 
 
Embora o tecido muscular retenha sua habilidade de regeneração após lesão, este 
processo tende a ser mais lento em casos graves ou reincidentes e, muitas vezes, 
incompleto [73, 75]. A recuperação completa do músculo esquelético é dificultada pelo 
desenvolvimento de fibrose, quadro que aparece tipicamente na segunda semana após a 
lesão e aumenta ao longo do tempo [7, 70, 75]. 
 
3.6.1 Fase de destruição 
 
3.6.1.1 Necrose das Miofibrilas 
 
 Quando um músculo é lesionado, uma força mecânica excessiva se estende 
através de toda seção transversa das miofibrilas (Figura 3.11), rasgando também o 
sarcoplasma dos fragmentos de fibra rompidos e deixando assim uma abertura. Como as 
miofibrilas são longas (especialmente em músculos de fibras paralelas), há a ameaça de 
que a necrose iniciada no local da lesão se estenda por todo o comprimento das mesmas. 
No entanto, existe uma estrutura específica chamada banda de contração, formada por 
material citoesquelético condensado, que age como um sistema de portas contra-
incêndio. Dentro de poucas horas após a lesão, a propagação da necrose é interrompida 
e limitada a um processo local, pois a banda de contração isola o dano da membrana 
plasmática e forma uma barreira protetora, dentro da qual a membrana pode ser 
reparada [7]. Estudos recentes demonstraram que vesículas lisossomais inseridas no 
local da ruptura da membrana plasmática agem como uma membrana temporária e têm 
um papel fundamental no isolamento da membrana para o processo de reparo [6, 7, 9]. 
 
3.6.1.2 Inflamação 
 
 Além das miofibrilas, os vasos sanguíneos do tecido muscular são naturalmente 
rompidos, e assim, as células inflamatórias sanguíneas ganham acesso direto ao local da 
lesão (Figura 3.11). O início da reação inflamatória é mais tarde ampliado devido à 
liberação de substâncias hormonais pelas células satélites e pelas partes necrosadas das 
miofibrilas, que atuam como quimioatraentes potencializadores da proliferação de 
células inflamatórias [7, 72, 77]. No interior do músculo lesionado, há macrófagos e 
fibroblastos que são ativados e produzem sinais quimiotácteis adicionais (fatores de 
crescimento, citocinas) para as células inflamatórias. Além disso, a maioria dos tecidos 
26 
 
 
contém tais fatores armazenados sob uma forma inativa em sua matriz extracelular para 
serem utilizados quando ocorre uma necessidade aguda, como em uma lesão muscular. 
Este estoque de fatores de crescimento é produzido por células residentes e inativado 
por sua forte aderência à proteoglicanos e outros constituintes da matriz extracelular. No 
entanto, quando ocorre dano tecidual, o rompimento da integridade do tecido normal 
resulta na ativação/liberação destes hormônios que passam a direcionar o processo de 
reparo. Imediatamente após a lesão, leucócitos polimorfonucleares são as células mais 
abundantes no local da lesão, mas já no primeiro dia eles são substituídos por 
monócitos. De acordo com os princípios inflamatórios básicos, estes monócitos são 
eventualmente transformados em macrófagos que iniciam ativamente a proteólise e 
fagocitose do material necrosado pela liberação de enzimas lisossomais. A fagocitose 
realizada pelos macrófagos é um processo notavelmente específico em relação ao 
material necrosado, já que os cilindros preservados da lâmina basal que envolvem as 
partes necrosadas sobrevivem (permanecem intactos) ao ataque dos macrófagos, e 
conseqüentemente, servem como um alicerce no qual as células satélites viáveis 
formarão novas miofibrilas. Uma demonstração da alta especificidade e coordenação 
deste processo é o fato dos macrófagos fagocitarem os restos necrosados que envolvem 
as células satélites ao mesmo tempo em que enviam fatores de sobrevivência para as 
células regenerativas [6, 7, 79, 80]. 
 
3.6.2 Fases de reparo e remodelagem 
 
 Depois de terminada a fase de destruição, o real reparo do tecido muscular se 
inicia com dois processos concomitantes (simultaneamente competitivos e 
cooperativos): a regeneração das miofibrilas rompidas e a formação de cicatriz de tecido 
conectivo (Figura 3.11). Uma progressão equilibrada dos dois processos é pré-requisito 
para a otimização da recuperação da função contrátil do músculo [6, 7, 79, 80]. 
 
3.6.2.1 Renegeração das miofibrilas 
 
 Apesar das miofibrilas serem geralmente consideradas como irreversivelmente 
pós-mitóticas, a acentuada capacidade regenerativa do músculo esquelético é garantida 
por um mecanismo intrínseco que restabelece o aparato contrátil danificado. A 
regeneração de miofibrilas se inicia com a ativação de células miogênicas precursoras, 
ou células satélites, localizadas entre a lâmina basal e a membrana plasmática de cada 
27 
 
 
miofibrila individual. Quando ativadas, ocorre sua transformação em mioblastos e 
proliferação e diferenciação em miotúbulos multinucleados, e eventualmente em 
miofibrilas. Muitos destes mioblastos possuem a capacidade de se fundirem entre si ou 
com miofibrilas em regeneração, podendo prevenir a degeneração completa de fibras 
musculares [7, 8, 71, 79, 80]. Eventualmente, as partes regeneradas das miofibrilas 
adquirem sua forma madura com estriações cruzadas normais e núcleos periféricos. É 
interessante notar que, diante de uma lesão suave (como exemplo provocada por uma 
contração excêntrica), as células satélites respondem imediatamente iniciando sua 
proliferação, mas devido à não gravidade da lesão, a ativação celular é interrompida 
antes da transformação em mioblastos [7]. 
Depois dos cilindros da lâmina basal antiga serem preenchidos por miofibrilas 
em regeneração, estas invadem a abertura na lâmina em direção à cicatriz de tecido 
conectivo que se formou entre os fragmentos de fibra. Nos dois lados da cicatriz, as 
miofibrilas dos fragmentos de músculo que sobreviveram formam múltiplas 
ramificações enquanto tentam perfurar a cicatriz que as separa [6, 7]. No entanto, após 
obter êxito somente em uma curta distância, as ramificações começam a aderir ao tecido 
conectivo com suas extremidades formando junções miotendíneas em miniatura com a 
cicatriz. Com o tempo, o tamanho da cicatriz diminui progressivamente,fazendo com 
que os fragmentos de fibras se aproximem, mas ainda não é sabido se tais fragmentos de 
fibras rompidas de cada lado da cicatriz ficarão unidos em algum momento ou se algum 
septo de tecido conectivo permanecerá entre eles [7, 81]. 
 
3.6.2.2 Formação da cicatriz de tecido conectivo 
 
 Imediatamente após a lesão, a lacuna formada entre as fibras rompidas é 
preenchida por hematoma. No primeiro dia, as células inflamatórias, incluindo 
fagócitos, invadem o hematoma e começam a desfazer o coágulo sanguíneo [7, 11]. 
Fibrina e fibronectina sanguíneas se ligam para formar tecido granular proliferativo, ou 
seja, uma matriz extracelular inicial que age como alicerce para os fibroblastos e 
confere ao tecido lesionado a força inicial necessária para suportar as forças de 
contração aplicadas no músculo. Os fibroblastos começam então a sintetizar as proteínas 
e proteoglicanos da matriz extracelular para restaurar a integridade da estrutura do 
tecido conectivo. 
O tecido granular inicialmente extenso (cicatriz interpondo os fragmentos de 
fibra) é condensado de forma eficiente em uma massa de tecido conectivo 
28 
 
 
significativamente reduzida e composta, principalmente, por colágeno tipo I [7, 9, 81, 
82, 83]. Apesar das proposições mais comuns apontarem para a ocorrência de fibrose 
generalizada no músculo em regeneração, a quantidade de tecido conectivo 
intramuscular não é aumentada salvo nas situações em que o músculo fica 
completamente imobilizado por um período significativo [7, 83]. 
A cicatriz de tecido conectivo formada no local da lesão é o ponto mais fraco do 
músculo logo após o trauma, mas sua força tênsil aumenta consideravelmente com a 
produção de colágeno tipo I. A estabilidade mecânica do colágeno é atribuída à 
formação de pontes cruzadas intermoleculares durante a maturação do tecido cicatricial. 
Aproximadamente 10 dias após o trauma, a maturação da cicatriz atinge um patamar em 
que a mesma deixa de ser o ponto mais fraco do músculo lesionado, e, se o mesmo for 
sobrecarregado até a falha, a ruptura usualmente ocorrerá no tecido muscular adjacente 
às junções miotendíneas em miniatura formadas recentemente entre as fibras 
regeneradas e o tecido cicatricial [7, 81]. No entanto, um período relativamente longo de 
tempo é necessário até que a força muscular seja completamente restaurada para os 
níveis anteriores à lesão. 
Apesar da regeneração da maioria das lesões do músculo esquelético ocorrer 
sem a formação de uma cicatriz fibrótica funcionalmente incapacitante, a proliferação 
de fibroblastos pode, em alguns casos, ser excessiva, resultando em um tecido cicatricial 
denso dentro do músculo. Nestes casos, usualmente associados com traumas graves ou 
com reincidência de rupturas, a cicatriz pode criar uma barreira mecânica que atrasa 
consideravelmente, ou até mesmo restringe completamente, a regeneração das 
miofibrilas através da abertura da lesão [7, 80, 82]. 
 
3.7 MODELOS DE ESTUDO EM LESÕES MUSCULARES 
 
 As diferentes fases do processo de degeneração e regeneração do tecido 
muscular variam em termos de desenvolvimento e duração de acordo com tipo, 
extensão e modelo animal utilizado [6, 8]. Tal variabilidade determina a necessidade de 
uma metodologia científica precisa, ou seja, da criação de modelos de estudo para lesão 
muscular. 
Muitas metodologias para indução à lesão muscular já foram descritas e testadas 
em diversos tipos de músculos. Algumas que podem ser citadas são: miotoxinas, 
estiramento forçado, agente hipertônico, laceração, trauma direto, esmagamento, 
29 
 
 
autotransplante, deinervação, imobilização e contrações excêntricas [73, 74, 75, 85, 86, 
87, 88, 89, 90]. 
Destas metodologias, o modelo de laceração muscular figura como a melhor 
opção para este estudo, já que é um método bem descrito na literatura e consagrado, 
com importância e aplicação na área médica e traumatológica, além de já ter sido 
realizado em outras pesquisas no Instituto de Biofísica da UFRJ, o que confere uma 
maior confiabilidade ao mesmo. 
 
3.7.1 Método de Lesão Muscular por Laceração 
 
 A laceração muscular é uma lesão incapacitante na medicina esportiva e um 
problema desafiador na traumatologia, embora rara em situações esportivas. 
A laceração, que ocorre quando o músculo é cortado por um objeto afiado após 
trauma direto, permanece um problema desafiador e não há diretrizes estabelecidas na 
literatura para seu tratamento[70, 71, 74, 75]. 
Na maioria das vezes, a recuperação muscular após a laceração é lenta e 
incompleta, levando a danos permanentes e hipofunção muscular. No entanto, o 
músculo é capaz de regeneração massiva eficiente após a lesão, desde que o mesmo não 
esteja obstruído por tecido conectivo em excesso[70, 71, 74, 75]. 
Em um músculo lacerado, o espaço lesionado é sempre preenchido com 
hematoma, tecido granular proliferativo, e cicatriz de tecido conectivo, elementos que 
tornam o reparo complexo e podem inibir a regeneração completa, levando a uma 
recuperação funcional parcial. A recuperação funcional do músculo lacerado pode 
depender da inervação do mesmo, sendo relatado na literatura que a regeneração é 
prejudicada pela presença de um percentual elevado de miofibrilas deinervadas 
localizadas distalmente ao local da lesão [70, 71, 74, 75]. 
Duas opções de tratamento mais pesquisadas e investigadas são a sutura e a 
imobilização por curto período seguida por mobilização irrestrita. A sutura da lesão 
pode melhorar o processo de regeneração, mas não previne a formação de tecido 
cicatricial fibroblástico denso, o que pode levar a uma recuperação funcional 
incompleta, pois a cicatriz não passa por um processo de regeneração eficiente. A 
imobilização curta permite que o tecido granular alcance uma força tênsil suficiente 
para resistir às forças causadas pela mobilização e previne a reincidência de rupturas. A 
sutura aparentemente restaura a continuidade do revestimento do músculo e melhora o 
ambiente para a regeneração, e estudos mostraram que a injeção de agentes 
30 
 
 
antifibróticos e a utilização de exercícios passivos no momento adequado reduziu a área 
de fibrose em músculos lacerados [70, 71, 74, 75]. 
31 
 
 
 
CAPÍTULO 4 
MATERIAIS E MÉTODOS 
 
4.1 INSTRUMENTAÇÃO DE BMU 
 
 O diagrama de blocos básico da instrumentação de BMU pode ser visto no 
esquema a seguir (Figura 4.1). A instrumentação de imagem por ultrassom é similar aos 
sistemas convencionais de imagem modo-B, com exceção do fato da frequência ser 
aproximadamente uma ordem de grandeza maior e as tolerâncias mecânicas são mais 
rigorosas.
 
Figura 4.1 - Diagrama de blocos simplificado do equipamento de BMU Vevo 770. 
 
 Tipicamente, o sistema de imagem consiste em um dispositivo de 
microposicionamento unidimensional que movimenta o transdutor de alta frequência 
(20-200MHz) sobre o campo de imagem (2-10mm), coletando sinais de radiofrequência 
de ultrassom em linhas igualmente espaçadas (normalmente 10 a 20µm de 
espaçamento). Um pulso de alta voltagem (100-400V, pico a pico) é aplicado no 
transdutor, o qual gera um pulso de ultrassom que é transmitido para o tecido. Ao se 
propagar no tecido, o pulso de ultrassom é retroespalhado pelas diversas estruturas não-
homogêneas do meio e detectado pelo mesmo transdutor. A saída elétrica do transdutor 
gera um sinal de radiofrequência correspondente à onda nele incidente e proveniente do 
retroespalhamento. Esse sinal passa por um amplificador logarítmico, para dar ênfase 
nos sinais de baixa intensidade, e por um conversor analógico-digital, cujo sinal de 
32 
 
 
saída é transmitido para um processador digital de sinal para a conversão de varredura e 
exibição da imagem na tela do monitor. O sistema de movimento/posicionamento e 
processamento de sinal é controlado e sincronizado pelo computador [2, 91]. 
O equipamento de ultrassom utilizado foi o Vevo 770 (VisualSonics,Toronto, 
Canadá) pertencente ao Laboratorório Antonio Paes de Carvalho (Instituto de Biofísica 
da UFRJ, Rio de Janeiro). Este equipamento opera com um transdutor monoelemento e 
permite a visualização e quantificação de estruturas anatômicas, da hemodinâmica, e de 
intervenções terapêuticas de pequenos animais através de imagens com resolução de até 
30 micrômetros. Por não ser invasivo, permite o monitoramento longitudinal de regimes 
terapêuticos através do acompanhamento do mesmo animal ao longo do tempo. O Vevo 
770 opera na faixa de altas frequências (25 a 55MHz), e a resolução e profundidade de 
penetração dependem do tipo do transdutor escolhido. O transdutor inserido no cabeçote 
da sonda é utilizado para transmitir um pulso ultrassônico para o interior do animal 
através de um meio de acoplamento como água ou gel. À medida que o transdutor faz a 
varredura são adquiridas múltiplas linhas de ultrassom que são então combinadas para 
formar a imagem modo-B. O número máximo de linhas na varredura é 384 e este valor 
varia de acordo com a excursão da varredura, a frequência do transdutor e outros 
parâmetros. 
A VisualSonics desenvolveu a série de sondas RMV-700 (real-time 
microvisualization) para otimização da geração de imagens de ultrassom de alta 
resolução para pesquisa em pequenos animais. Esta série tem como característica um 
design ergonômico e leve, com taxa de até 200 quadros/segundo e permite maior 
sensibilidade, profundidade de penetração e resolução. 
No presente trabalho de dissertação foi utilizada a sonda RMV704 
(VisualSonics, Toronto, Canadá) a qual possui um transdutor que funciona na 
frequência central de 40MHz. Este transdutor é composto de um copolímero com foco 
fixo. A sonda permite a obtenção de um campo de imagem com 10 x 10mm e a uma 
taxa de 34 quadros/segundo. O equipamento oferece a possibilidade de utilização 
manual ou um sistema de posicionamento mecânico da sonda conforme pode ser 
visualizado no esquema (Figura 4.1). Outras especificações técnicas da sonda são 
apresentadas na Tabela 4.1. 
Foi utilizado um gel (Ultrex-gel; Farmativa Indústria e Comércio Ltda) para o 
acoplamento acústico, entre a sonda e o tecido, e para manutenção do foco do feixe ultrassônico 
na profundidade desejada. 
 
33 
 
 
 
Tabela 4.1 - Especificações técnicas da sonda RMV-704 
SONDA DE ULTRASSOM MODELO: RMV-704 
Faixa de Frequência (MHz) Até 60 
Frequência (MHz) 40 
Resolução axial (µm) 40 
Resolução lateral (µm) 80 
Comprimento focal (mm) 6 
Profundidade do campo (mm) 1,5 
Campo de imagem (mm) 14,6 
 
 
4.2 ANIMAIS 
 
 Os animais, ratos Wistar fêmeas de 2-3 meses de idade, foram distribuídos em 3 
grupos: grupo de variabilidade (GV, n=5), grupo de lesão no solear, (GS, n=6) e grupo 
de lesão no gastrocnêmio (GG, n=6). O grupo de variabilidade foi utilizado em testes 
prévios para avaliação da variabilidade e confiabilidade das medidas, enquanto os 
outros dois grupos foram submetidos ao protocolo de lesão por laceração para 
acompanhamento do processo de degeneração-regeneração. 
Durante a aquisição das imagens, cada animal foi anestesiado com xilazina (10 a 
15mg/kg) e ketamina (50 a 75mg/kg) e, então suas patas direita e/ou esquerda foram 
depiladas para evitar interferências nas imagens. Os animais foram posicionados em 
decúbito ventral na plataforma do equipamento, com a pata imobilizada de forma a 
manter a parte posterior voltada para a sonda de ultrassom e o ângulo desejado na 
articulação talocrural. Foram obtidas imagens transversais e longitudinais do tecido 
muscular do TS. 
 
4.2.1 Grupo de variabilidade e confiabilidade das medidas (GV) 
 
Os 5 animais do grupo GV, com peso de 214,8 ± 12,3g (média ± 1 desvio 
padrão), foram usados para análise da variabilidade da medida dos parâmetros de 
arquitetura muscular (ângulo de penação e espessura muscular) e sua correlação com o 
ângulo do tornozelo do rato. 
Foram obtidas imagens das patas direitas destes ratos para dois ângulos 
diferentes da articulação do tornozelo: posição neutra e extensão máxima. Os ratos 
34 
 
 
foram posicionados na plataforma do equipamento e suas patas foram fixadas em cada 
posição do tornozelo sem uma ordem específica pré-determinada para que as imagens 
ultrassônicas fossem adquiridas. Foram obtidas fotos em cada posição (Panasonic 
DMC-FX12, Matsushita Electric Industrial Co., Osaka, Japão) para o processamento e 
quantificação do ângulo do tornozelo através do pós-processamento destas no software 
ImageJ (NIH – National Intitute of Health). Este protocolo de teste foi repetido uma 
semana depois para os ratos 1, 2 e 3. 
A sonda com o transdutor foi operada manualmente sempre pelo mesmo 
pesquisador. 
 
4.2.2 Grupos de lesão (GG e GS) 
 
Foram utilizados 12 animais para indução do modelo de lesão muscular e 
acompanhamento do processo de regeneração. O acompanhamento da evolução da 
região lesionada foi feito através de imagens de BMU em intervalos de 0, 7, 14, 21 e 28 
dias após a lesão. Todos os animais foram sacrificados para análise histológica (a ser 
finalizada), havendo uma perda no grupo GS com 14 dias após a lesão por causa 
desconhecida. 
Os animais foram submetidos ao protocolo de lesão logo após a aquisição das 
imagens do músculo saudável, para realização de novos testes que permitiram a geração 
de imagens dos músculos imediatamente após a lesão. 
Da mesma forma que no grupo GV, os ratos foram posicionados na plataforma 
com uma das patas imobilizadas e o pesquisador operou a sonda de ultrassom 
manualmente, até obter as melhores imagens para quantificação dos parâmetros 
biomecânicos e/ou visualização do local da lesão. 
 
4.3 PROTOCOLO EXPERIMENTAL DA LESÃO MUSCULAR POR LACERAÇÃO 
 
 O desenho de modelo de laceração utilizado foi desenvolvido no laboratório do 
Instituto de Biofísica da UFRJ e se baseou em modelos descritos por Menetrey et al. 
[71]. 
O protocolo consistiu em anestesiar os ratos profundamente, e posicioná-los em 
uma pequena mesa cirúrgica em decúbito ventral com a pata direita fixada para que 
fosse realizada uma incisão longitudinal posterior na pele, na área da panturrilha, e uma 
dissecção subcutânea permitindo a exposição do limite anatômico do músculo 
35 
 
 
gastrocnêmio, caracterizado por uma linha esbranquiçada na parte lateral da pata. Nesta 
altura, utilizando uma pinça, era realizada uma nova incisão para descolar o músculo 
gastrocnêmio, possibilitando o acesso ao músculo solear, posicionado imediatamente 
mais profundo do que o primeiro e facilmente reconhecido por sua cor avermelhada e 
seu tendão de origem proeminente. O solear era então cortado em sua extremidade 
lateral a uma distância de 60% de seu comprimento a partir da sua inserção distal, em 
aproximadamente 50% de sua largura e 100% de sua profundidade, sendo a pele 
rapidamente suturada utilizando fio de sutura de nylon (VICRYL 3.0) (Figura 4.2). 
O protocolo de lesão no gastrocnêmio possuía os mesmos passos iniciais de 
anestesia e incisão para exposição de seu limite anatômico. Na mesma altura, era 
realizada nova incisão para descolar o gastrocnêmio da fáscia do bíceps femoral, que o 
recobre, expondo sua superfície anterior. O músculo era então cortado na sua parte 
medial a uma distância de 60% de seu comprimento a partir da sua inserção distal, em 
aproximadamente 50% de sua largura e 50% de sua profundidade (Figura 4.3), sendo a 
pele rapidamente suturada utilizando fio de sutura. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
36 
 
 
 
 
 
Figura 4.2 - Passos do protocolo de lesão no solear: (A e B) incisão longitudinal 
posterior na pele na área da panturrilha seguida de (C) dissecção subcutânea permitindo 
a exposição do limite anatômico do músculo gastrocnêmio. Nesta altura, (D e E) 
utilizando uma pinça, era realizada uma nova incisão para descolar o músculo 
gastrocnêmio, possibilitando o acesso ao músculo solear em que erarealizada a (F) 
laceração, indicada pela seta. 
A B 
C D 
E F 
37 
 
 
 
 
Figura 4.3 - representação esquemática do modelo de lesão no gastrocnêmio. A: 
distância da inserção distal; B: espessura; C: largura. 
 
 
4.4 QUANTIFICAÇÃO DOS PARÂMETROS BIOMECÂNICOS DE 
ARQUITETURA MUSCULAR 
 
A espessura muscular e o ângulo de penação foram determinados nas imagens 
de ultrassom obtidas em um plano longitudinal em relação à linha de ação da 
musculatura, em pontos anatômicos identificáveis e determinados pelos testes piloto 
(espessura muscular), ou em fibras que pudessem ser bem visualizadas (ângulo de 
penação). Todas as medidas foram obtidas através de um programa computacional de 
análise de imagens, o ImageJ (National Institute of Health, Maryland, EUA) executado 
com imagens selecionadas de acordo com a melhor visualização das estruturas e pós-
processadas (níveis de cinza e magnificação). As Figuras 4.5, 4.6 e 4.7 demonstram a 
metodologia aplicada. 
Foram gravados vídeos com 100 quadros, dos quais foram selecionados cinco de 
cada pata, de acordo com a possibilidade de visualização e quantificação dos 
parâmetros. Em cada um dos cinco quadros, foram realizadas duas medições (sempre 
pelo mesmo avaliador) dos dois parâmetros sem ordem pré-determinada de quadro e 
38 
 
 
variável analisada. As Figuras 4.8, 4.9 e 4.10 apresentam fluxogramas dos testes e 
medições nas imagens para cada grupo de ratos. 
 
 
 
Figura 4.5 - Imagem ultrassônica processada pelo software ImageJ (NIH). A espessura 
muscular é dada pelo comprimento da reta amarela traçada com uma das ferramentas do 
programa. A barra no canto superior direito demonstra algumas das ferramentas do 
software. 
 
39 
 
 
 
 
 
Figura 4.6 - Medição do AP (ângulo formado entre as retas amarelas, traçadas com 
ferramenta do software) e da EM (comprimento da reta amarela traçada com ferramenta 
do software) do gastrocnêmio lateral (GL) em imagem de US de alta resolução em 
ratos. 
 
 
40 
 
 
 
Figura 4.7 - Medição do AP (ângulo formado entre as retas amarelas, traçadas com 
ferramenta do software) e da EM (comprimento da reta amarela traçada com ferramenta 
do software) do solear (SOL) em imagem de US de alta resolução em ratos. 
 
 
 
 
Figura 4.8 - Fluxograma do protocolo de escolha das imagens para medição do AP e 
EM do grupo de variabilidade (GV). 
41 
 
 
 
 
Figura 4.9 - Fluxograma do protocolo de escolha das imagens para medição do AP e 
EM do grupo de lesão no gastrocnêmio (GG). 
 
 
 
Figura 4.10 - Fluxograma do protocolo de escolha das imagens para medição do AP e 
EM do grupo de lesão no solear (GS). 
 
 
42 
 
 
 
 
4.5 ANÁLISE ESTATÍSTICA 
 
Após os experimentos in vivo e o processamento das imagens, foram realizadas 
as análises estatísticas usando o programa STATISTIC 7.0 (Statsoft; Oakland, EUA). A 
estatística descritiva calculou os valores individuais dos sujeitos e a média aritmética 
(desvio-padrão) de todos os parâmetros medidos. Os testes estatísticos para o grupo de 
variabilidade compararam as medidas com o intuito de avaliar a dispersão e a 
confiabilidade das mesmas, e compararam os valores obtidos para dois ângulos 
articulares do tornozelo, correspondentes ao tornozelo em posição neutra e em extensão 
máxima. Os testes de hipótese para os grupos de lesão compararam os parâmetros 
biomecânicos (espessura muscular e ângulo de penação) do tecido muscular saudável 
(0-) com os correspondentes encontrados em diferentes estágios da lesão e da 
regeneração (0-, 21 e 28 dias para a pata direita e 0, 7, 14, 21 e 28 dias para a pata 
esquerda) através dos seguintes testes com nível de significância p<0,05: 
 
- Teste de aderência (Kolmogorov-Smirnov) para verificar a aproximação da 
distribuição dos dados observados com a distribuição normal teórica em cada grupo 
(GV, GS e GG); 
- ANOVA one-way e post-hoc Tukey para verificar diferenças dos parâmetros entre os 
ratos em cada grupo (GV, GS e GG); 
- ANOVA multifatorial (fatores: imagem e medida) e post-hoc Tukey para verificar 
diferenças entre as medidas realizadas repetidas vezes e em diferentes quadros de 
imagens em cada grupo (GV, GS e GG); 
- ANOVA multifatorial (fatores: dia e posição articular) e post-hoc Tukey para verificar 
diferença entre os dias das medidas (1 e 2) e as posições do tornozelo (neutra e extensão 
máxima) para os ratos do grupo GV; 
- ANOVA multifatorial (fatores: pata e momento após lesão) e post-hoc Tukey para 
verificar diferenças entre as patas (direita e esquerda) e os momentos após lesão (0, 21 e 
28 dias após lesão) para os ratos dos grupos GS e GG; 
43 
 
 
- ANOVA one-way e post-hoc Tukey para verificar as diferenças entre os momentos da 
pata esquerda (0, 7, 14, 21 e 28 dias após lesão); 
- Coeficiente de Variação dos parâmetros medidos nas diferentes posições de tornozelo 
no grupo GV; 
- Coeficiente de Variação dos parâmetros medidos nas duas patas e em todos os 
momentos após lesão dos grupos GS e GG; 
44 
 
 
CAPÍTULO 5 
RESULTADOS 
 
5.1 IMAGENS 
 
 Foram obtidas imagens longitudinais de alta resolução dos músculos GL e SOL 
das patas direita e esquerda nas condições saudável (0-), imediatamente após (0+), 7, 
14, 21 e 28 dias após a lesão. A sequência das imagens obtidas nos diferentes dias para 
a pata lesionada pode ser vista nas Figuras 5.1 e 5.2. 
 
 
 
Saudável 0 dias 
7 dias 14 dias 
45 
 
 
 
Figura 5.1 - Seqüência de imagens ultrassônicas do GL da pata direita nos diferentes 
momentos antes e depois da lesão. Saudável: fascículos e aponeuroses íntegras, 
permitindo a identificação do ângulo de penação e espessura muscular. 0 dia 
(imediatamente após a lesão): desorganização tecidual e descontinuidade dos fascículos 
e aponeuroses, com áreas hipoecóicas correspondentes a hemorragia e edema (seta), 
além de aumento expressivo da espessura muscular. 7 e 14 dias: aponeurose interna 
reorganizada com descontinuidade dos fascículos o que impede a medição dos 
parâmetros. 21 dias: reorganização tecidual incompleta com lacuna (seta) entre os 
fascículos. 28 dias: aparecimento de feixes hiperecóicos (seta) associados à cicatriz de 
tecido conectivo fibroadiposo. 
 
 
21 dias 28 dias 
0 dias Saudável 
46 
 
 
 
 
Figura 5.1 - Seqüência de imagens ultrassônicas do SOL da pata direita nos diferentes 
momentos antes e depois da lesão. Saudável: fascículos e aponeuroses íntegras, 
permitindo a identificação do ângulo de penação e espessura muscular. 0 dia 
(imediatamente após a lesão): desorganização tecidual e descontinuidade dos fascículos 
e aponeuroses, com áreas hipoecóicas (seta) correspondentes a hemorragia e edema. 7 
dias: desorganização tecidual, fascículos aparentemente frouxos (seta) e sem inserção e 
aponeurose superficial desorganizada. 14 dias: aponeurose interna reorganizada com 
descontinuidade dos fascículos o que impede a medição dos parâmetros. 21 e 28 dias: 
reorganização tecidual incompleta com aparcecimento de feixes hiperecóicos (seta) 
entre os fascículos associados à cicatriz de tecido conectivo fibroadiposo. 
21 dias 28 dias 
7 dias 14 dias 
47 
 
 
Os testes de aderência revelaram distribuição normal de todos os dados para os 
três grupos de animais. 
 
5.2 GRUPO GV 
 
Não houve diferença significativa dos valores das variáveis entre os ratos e, 
portanto, os testes seguintes foram realizados agrupando os dados de todos os ratos. 
Não foram encontradas diferenças significativas entre os valores das variáveis 
medidos duas vezes em cinco imagens, permitindo a utilização da média para os testes 
seguintes (Gráfico 5.1), sendo estas médias calculadas com um total de 50 dados (10 
medidas para cada um dos cinco ratos). 
 
 
 
Gráfico 5.1: Valores de AP e EM de acordo com a repetição da medida e com as 
imagens utilizadas para medição nas duas posições de tornozelo. 
 
Os valores de média, desvio-padrão